CN1050040C

CN1050040C - 电子血压计

Info

Publication number: CN1050040C
Application number: CN93109916A
Authority: CN
Inventors: 岩井伸夫
Original assignee: Matsushita Electric Works Ltd
Current assignee: Panasonic Electric Works Co Ltd
Priority date: 1992-08-26
Filing date: 1993-08-26
Publication date: 2000-03-08
Anticipated expiration: 2013-08-26
Also published as: US5564426A; WO1994004074A1; CN1089124A; DE4394018T1; DE4394018B4; JPH0670894A; JP3210737B2

Abstract

压力信息分离装置24从通过模—数变换器23所得气袖内压力将气袖压与动脉脉波分量分开。用动脉脉波提取装置求出反映每一拍动脉脉波形状的形状测量值。运算装置26检测形状测量值时间系列的特征值，并用该特征值所对应气袖压制定最高和最低血压值。根据动脉脉波形状判定最高和最低血压值的时间，所以可抑制人员不同带来的误差，准确测量血压。

Description

电子血压计

本发明涉及采用示波器法的电子血压计，该示波器法提取气袖压上叠加的每一心拍动脉脉波分量，并根据此分量的变化，判定指示最高血压值和最低血压值的时间。

众所周知，以往电子血压计是采用示波器法的，该法提取气袖压上叠加的每一心拍动脉脉波分量，并根据此分量的变化，判定指示最高血压值和最低血压值的时间(特公平3-11219号公报)。这种电子血压计做成提取每一拍动脉脉波的峰值作为动脉脉波值，并根据此脉波值的变化，判别最高血压期和最低血压期。

然而，如上所述，每一拍动脉脉波峰值随阻血部分的血流变化，但其变化程度各人不同。根据不同的人，有时会出现在最高血压期和最低血压期的边缘峰值变化小的情况。在这种动脉脉波峰值变化不大的情况下，存在的问题是不能正确判断最高血压期和最低血压期，从而造成误差。

本发明的目的在于提供一种没有上述问题，而且减少发生因个人不同而造成的误差，可得正确测量结果的电子血压计。

本发明的电子血压计中，具有装于被测者关键部位阻血的气袖；使气袖内压力升高的加压装置；使气袖内压力慢慢下降的排气装置；将上述压力变换成电信号的压力传感器；在使气袖内压力慢慢下降的排气期间，从压力传感器的输出中分离气袖压上叠加的动脉脉波分量，分别提取气袖压和动脉脉波分量的压力信息分离装置；根据用压力信息分离装置分离出的气袖压和动脉脉波分量，决定最高和最低血压值的血压决定装置；以及显示所定血压值的显示装置，压力信息分离装置具有对反映每一拍动脉脉波波形的形状测量值进行运算的波形提取装置，血压决定装置具有检测形状测量值时间序列中的特征值的特征值检测装置和利用与形状测量持征值对应的气袖压判定最高和最低血压值的血压判定装置。利用上述装置，可对反映第一拍动脉脉波形状的形状测量值进行运算，并在检测形状测量值时间序列中的特征值的同时，由与形状测量特征值对应的气袖压判定最高和最低血压值，而且可根据动脉脉波形状的变化判定最高和最低血压时间，减少发生因个人差别造成的误差，获得正确测量结果。

此外，压力信息分离装置中设有将动脉脉波峰值或面积作为动脉脉波值求出的动脉脉波值提取装置；血压决定装置中除根据形状测量值判定最高和最低血压值的第一血压判定装置外，还设有根据动脉脉波值判定上述血压值的第二血压判定装置，也可设置根据由第一血压判定装置求得的第一血压值和由第二血压判定装置求得的第二血压值，决定最高和最低血压值的血压值修正装置。若采用上述结构，则可综合由作为动脉脉波峰值、面积求出的动脉脉波值所得最高和最低血压值和根据形状测量值求得的最高和最低血压值，来决定最终血压值。利用这种综合两种手段的方法可比只用一种手段时信息量多，能决定更正确的血压值。

图1为表示本发明实施例1关键部分的电路框图，图2为表示本发明实施例1使用状态的侧视图，图3为表示本发明实施例1的电路框图，图4为本发明实施例所用气袖的截面图，图5为表示本发明实施例1中模一数(A/D)变换器输出的动作说明图，图6为表示本发明实施例1动作的流程图，图7表示本发明实施例中各种量的定义，图8为本发明实施例1关键部分的电路框图，图9为本发明实施例1的动作说明图，图10为表示本发明实施例2动作的流程图，图11为表示本发明实施例3动作的流程图，图12为表示本发明实施例4动作的流程图，图13为表示本发明实施例5动作的流程图，图14为表示本发明实施例6动作的流程图，图15为表示本发明实施例7动作的流程图，图16为表示本发明实施例8动作的流程图，图17为表示本发明实施例9动作的流程图，图18说明本发明实施例10的概念，图19说明本发明实施例11的动作，图20说明本发明实施例12的动作，图21说明本发明实施例13的动作，图22为本发明实施例13关键部分的电路框图，图23说明本发明实施例13的动作，图24为表示本发明实施例13所用加权系数的动作说明图，图25表示本发明实施例14中用的数据表，图26为表示本发明实施例14所用加权系数的动作说明图。

下面按上述附图对本发明作较详细的说明。

(实施例1)

首先，参照图1-图4说明基本组成，如图2所示，备有绕在被测者上臂A处那样合适部位的气袖1、通过橡胶管21连接气袖1作为加压装置的橡胶球2和作为排气装置的压力调节阀3。橡胶管21又连接血压计主体20，并根据橡胶管21的内部压力，即气袖1的内部压力(气袖压)，进行血压测定。

如图4所示，气袖1在内层11和外层12之间有密封的橡胶胆10。为了高灵敏度检测气袖压上叠加的动脉反压，气袖1还必须做得层薄，以提高柔顺性和敏感度。因此，内层11采用轻且伸缩自如的材料，并做得橡胶胆10反复加压300mmHg以上，仍有足够的牢度，同时层厚尽量小。为了消除内层11的影响，也可做成不设内层11，让橡胶胆10直接接触体表。橡胶胆10的一端连接上述橡胶管21，因而气袖压的变化通过包含橡胶管21的空气回路传到血压计主体20。这种情况下，为了无衰减地传送动脉反压，不论气袖1卷径如何，加压时加压部位变形如何，所加压力如何，外层12要选择柔顺性小的材料，以免产生伸缩。此外，注意气袖1的外形，特别是其宽度，引起血压值变化，所以要采用JIS(日本工业标准)规定的形状。气袖1的卷径因绕戴处而异，所以最好备有适合绕戴处的卷径的气袖1。

橡胶球2利用挤压操作，通过橡胶管21将空气送给气袖1的橡胶胆10。一供给空气，橡胶胆就膨胀，并对气袖1绕戴处加压。所加的压力可升高到气袖1使其绕戴处血液受阻。另一方面，压力调节阀3用来从橡胶管21慢慢排除空气，所以橡胶球2的加压一停，就通过此调节阀慢慢排除橡胶胆10内的空气。在这样只进行排气，气袖压慢慢下降的期间，根据叠加在气袖压上的动脉反压，检测表示最高血压和最低血压时的气袖压分别作为最高血压值和最低血压值。

这种情况下，由连接气袖1、橡胶球2、压力调节阀3和血压计主体20的橡胶管21闭合而成的音响系统的共振频率设定在比动脉脉波频率(2-10Hz)足够高的频率范围内。即做成虽组件偏差造成共振频率变化，也不会影响动脉脉波的频带。为了能用橡胶管21无衰减地传送动脉反压，橡胶管21的长度设定为50cm左右，同时用硬度较高的材料做该管，以免发生动脉反压造成该管膨胀或收缩。

如图3所示，血压计主体20具有将通过橡胶管21传送的气袖压和动脉反压变换为电信号的压力传感器5。压力传感器5做成检测内装膜片上的作用力，并考虑膜片敏感度和频率特性，采用能确实检测动脉反压的传感器。压力传感器5的输出通过截止频率定为10-20Hz的低通滤波器22滤除噪声。利用此滤波器22可滤除人体内发生的噪声，气袖1发生的噪声和外界噪声，只有与叠加动脉反压的气袖压相对应的信号通过。通过低通滤波器22的信号在模一数变换器23中以一定的周期取样，并将各取样值变换成数字值。此处将取样周期定得比一拍动脉脉波足够短(例如每秒10-100个样值)。模一数变换器23的变换速度(样值保持时间)定为取样周期的1/2-3/4，并尽可能取得慢些，以平滑低通滤波器22滤除不掉的低电平噪声分量。

如图1所示，模一数变换器23输出的数字值输入到压力信息分离装置24。该装置包括动脉脉波提取装置24a和气袖压提取装置24b，并将气袖压上叠加的动脉脉波分量(动脉反压)与气袖压分开，从动脉脉波提取装置24a输出动脉脉波分量，从气袖压提取装置24b输出去除动脉脉波分量后的气袖压。压力信息分离装置24提取的动脉反压和气袖压都依次存入存贮装置25。利用存贮装置25存储的动脉反压和气袖压，在运算装置26中进行下文所述比较运算。又根据运算装置26的运算结果，由血压判定装置27求出最高和最低血压值，最后将决定的最高和最低血压值在显示装置30上显示出来。因此，血压决定装置7由运算装置26和血压判定装置27组成。还根据运算装置26的运算结果，由排气速度/脉拍监视器28求出排气速度和脉拍数，并在显示装置30上显示，同时又由气袖压监视器29求出气袖压，也在显示装置30上显示。

在血压计主体20的前面，同时装有显示装置30和指令血压测量动作开始等的操作开关31。压力信息分离装置24、存贮装置25、运算装置26、血压判定装置27、排气速度/脉拍监视器28和气袖压监视器29均按使具有CPU(中央处理装置)、ROM(只读存贮器)和RAM(随机读写存贮器)的微计算机6随所需程序动作的方法来组成。作为气袖1的加压装置和排气装置，上述结构中采用橡胶球2和压力调节阀3，但也可做成加压装置采用加压泵，排气装置采用电磁阀，如图1双点划线所示，根据气袖压监视器29检测到的气袖压，由气袖压控制装置32控制加压泵和电磁阀。

下面说明动作。这里说明将气袖1绕戴在被测者上臂A处测量血压的情况。首先，借助反复挤压橡胶球2将空气送至气袖1进行加压，并阻血。然后，停止挤压橡胶球2，并通过压力调节阀3慢慢排除气袖1内部的空气，气袖压徐徐下降。在此排气期间，用压力传感器5检测动脉反压和气袖压叠加的压力。压力传感器5的模拟输出通过低通滤波器22滤除噪声分量后，由模一数变换器变换成数字信号，并输入到微计算机6。微计算机处理步骤如下。压力信息分离装置24按下列方法将动脉反压与气袖压分开。模一数变换器23的输出因为与气袖压上叠加动脉反压的压力相对应，所以该输出按图5实线所示曲线A变化时，曲线A底部包络线组成的曲线B就表示气袖压。因此，动脉反压等于曲线A与曲线B之差。此处动脉反压不必求压力值，了解其变化即可，所以动脉脉波提取装置24a中也不求出曲线A与曲线B之差，只用曲线A提取动脉脉波分量。

动脉脉波提取装置24a中，用数字运算对曲线A求出反映波形的形状测量值。又在气袖压提取装置24b中，用数字运算求出曲线B(曲线A底部包络线)对应的值作为气袖压。即利用从曲线A减去动脉脉波分量，在曲线A上求出相应的值。

如图7所示，动脉脉波提取装置24a求出的形状测量值TW的求法是，先对通过曲线A中每一拍动脉脉波波形最小值P_Base的直线C与曲线A围成的区域，求出动脉脉波最大值与直线C之差的峰值H，并将曲线A与直线C之差为0的两点之间的距离作为时间宽度COUNT，再以COUNT除H即可得TW，如式(1)所示：

TW＝H/COUNT (1)

具体可按图6所示步骤求出形状测量值TW。首先，在初始化时(S11)设定形状测量值TW、动脉脉波值V、最小值P_Base、峰值H、时间宽度COUNT等的初始值。最小值P_Base的初始值设置得比实际最高血压值足够高，取为320.0mmHg，其他初始值均置0。其次，与取样周期同步(S12)地依次读出取样值，并作为现在的压力值P(S13)。将现在的压力值P与当时作为最小值P_Base设定的值进行比较(S14)，P小于P_Base时，即压力值趋向减小时，若时间宽度COUNT为O(S15)，则将P作为新的最小值P_Base(S16)。与此同时，将峰值H置0，并读出下一取样值。利用此循环，可对图7中曲线A与直线C不包含的区域进行处理。

另一方面，P大于P_Base时，即压力值趋向增大时(S14)，求出P与P_Base之差，并与当时设定的峰值H比较(S21)，若H小，即图7曲线A与直线C包含的区域中曲线A趋向上升的情况，则将P与P_Base之差作为新的峰值H(S22)。此外，在步骤S21的比较结果方面，若峰值H大于压力差，则仍保留当时的峰值H不变。如此进行，决定取得各取样值时的峰值H后，将时间宽度COUNT增量1(S24)，并读出下一取样值。在此循环期间，最小值P_Base固定，并进行图7曲线A与直线C所含区域中的处理，求出曲线A的最大值与直线C之差作为峰值H，也求出曲线A与直线C之差为0的两点之间的距离作为时间宽度COUNT。

如上所述，求出一拍动脉脉波峰值H和时间宽度后，读出下一取样值时，由于读出的压力值P小于上一最小直P_Base，所以在步骤S14就退出循环，此时的COUNT值非0，所以在步骤S15也不进入循环，而退至步骤S32。步骤32利用式(1)的运算求形状测量值TW，并将峰值H作为动脉脉波值V。象上面这样操作，就可对每一拍动脉脉波求形状测量值TW、动脉脉波值V和气袖压(动脉脉波发生时)的最小值P_Base(S33)。

上述处理步骤表明，由进行以上处理的程序可实现波形提取装置。若对一拍动脉脉波求出形状计量值TW，则处理返回主程序，并将所求形状测量值TW、动脉脉波值V，最小值P_Base等参数中必要的数据存入存贮装置25。这样就等于将每一拍动脉脉波的形状测量值TW、动脉脉波值V和最小值P_Base等参数中下步运算所需数据的时间序列存入存贮装置25。

存入存贮装置25的数据时间序列由运算装置26和血压判定装置27组成的血压决定装置7依次读出，并进行下列运算，以求出最高和最低血压值。下面设形状测量值TW的时间序列为TW₁、TW₂、……，动脉脉波值V的时间序列为V₁、V₂、……，最小值P_Base的时间序列为P₁、P₂、……，取得各数据的时间为t₁、t₂、……。此外取样周期一定，时间t₁、t₂、……只用作说明顺序的大致标准。本实施例的血压决定装置7中采用形状测量值TW₁、TW₂、……和气袖压P₁、P₂、……，所以如图8所示，存贮装置25中设有将TW₁、TW₂、……、P₁、P₂、……和t₁、t₂、……等3组参数作为一组数据存放的数据存放区25a。存贮装置25中还分别设有存放表示数据存放区25a起始数据地址的起点指针Mstart和表示数据存放区25a终点数据地址的终点指针Mend的指针存放区25b和25c，又设有存放其他信息的存贮区25d。

关于存贮装置25存放的数据时间序列，如果模-数变换器23的输出如图9(a)所示，则形状测量值TW₁、TW₂、……为图9(b)(例)，气袖压P₁、P₂、……为图9(c)(例)。运算装置26依次比较相邻一对形状测量值TW₁、TW₂、……的大小，从而求出其最大值，然后血压判定装置27求出与上述最大值配套的气袖压P₁、P₂、……，从而决定最高血压值SYS。也就是说，将形状测量值TW₁、TW₂、……从增大转为减小处的最大值作为TW₁、TW₂、……的特征值，并在取此特征值时，判断其所对应的气袖压P₁、P₂、……表示最高血压值。

至于最低血压值，若形状测量值TW₁、TW₂、……用别的值，则可与上述过程共用血压决定装置7的判定步骤。此外，形状测量值TW₁、TW₂、……虽然用以时间宽度COUNT除动脉脉波值V所得的值，但也可用以V除COUNT的值作为TW₁、TW₂、……。这时，决定最高血压值只要求TW₁、TW₂、……的最小值所对应的气袖压P₁、P₂、……即可。

按上文所述决定最高和最低血压值后，则可在显示装置30上显示出来。

(实施例2)

本实施例对每一拍动脉脉波，形状测量值TW采用以时间宽度COUNT的平方除图7曲线A与直线C所含区域峰值H后得到的值，并将上述区域的面积S用作动脉脉波值V。这种形状测量值TW可用图10所示步骤求出。此处步骤S11a的初始化将形状测量值TW、动脉脉波值V、峰值H、面积S和时间宽度COUNT均置0，将最小值P_Base取为320.0。步骤S12-S15与图6所示实施例1的步骤相同。若步骤S144、S15判定现在压力值P小于最小值P-Base，则在步骤S16a按现在压力值P更新P_Base。而且此时将峰值H和面积S置0。

反之，在步骤S14判定现在压力值P大于最小值P_Base，则与实施例1一样，求出P与P_Base之差的最大值作为曲线A与直线C所含区域的峰值H(S21、S22)。在求峰植H的过程中，也求时间宽度COUNT(S24)，同时借助对P与P_Base之差求和，算出曲线A与直线C所含部分的面积S(S25)。

形状测量值TW利用上述方法求得的峰值H除以时间宽度COUNT的平方可求出，而且动脉脉值V采用面积S(S32a)。又将所求形状测量值TW、动脉脉波值V、作为气袖压的最小值P_Base等参数中必要的数据放入存储装置25。其他结构与实施例1相同。此外，形状测量值TW也可用以V除COUNT的平方所得的值，即上述形状测量值TW的倒数。

(实施例3)

本实施例中，形状测量值TW采用图7所示曲线A与直线C所含区域的时间宽度COUNT。即如图11所示，将图6所示实施例1的步骤中S32换成S32b。其他步骤与实施例1相同。

(实施例4)

本实施例中，形状测量值TW采用图7所示曲线A与直线C所含区域时间宽度中，曲线A为最大值之后的后时间宽度COUNT2。动脉脉波值V则与实施例2一样，采用曲线A与直线C所含区域的面积S。求TW值的处理步骤如图12所示。

也就是说，步骤S11a-S16a，即现在压力值P小于最小值P_Base这一范围的处理步骤，与实施例2相同。反之，若在步骤S14判定P大于P_Base，则求P与P_Base之差(S21)，而且在该差值增大的区间，按此差值更新峰值H，同时后时间宽度COUNT2置0(S23)。一旦现在压力值P超过最大值，而且现在压力值P与最小值P_Base之差减小，则依次将后时间宽度COUNT2增量(S24a)。求直线C与曲线A所含部分的面积S，其方法与实施例2相同(S25)。

利用上述处理步骤，可求出曲线A与直线C所含区域的时间宽度中，现在压力P超过最大值起的后时间宽度COUNT2，而且在步骤32c将COUNT2作为形状测量值TW，将面积S作为动脉脉波值V。其他步骤与实施例1相同。本实施例中虽然将现在压力值P超过最大值起的后时间宽度COUNT2作为形状测量值TW，但也可用曲线A与直线C所含区域的时间幅度中，P到达最大值之前的前时间宽度COUNT1作为形状测量值TW。

(实施例5)

本实施例设图7所示曲线A与直线C所含区域的时间宽度中，现在压力值P超过最大值后的时间宽度为后时间宽度COUNT2，P超过最大值前的时间宽度为前时间宽度COUNT1，并将这时后时间宽度与前时间宽度之比(COUNT2/COUNT1)用作形状测量值TW，又将上述区域的面积S作为动脉脉波值V。

也就是说，求形状测量值TW的步骤如图13所示。步骤S11b的初始化中，除图10所示初始值外，还将前时间宽度COUNT1置0。步骤S12-S16a和S21、S22、S24、S25等的处理与实施例2相同。同。此处求曲线A与直线C所含区域的峰值H时，现在压力值P与最小值P_Base之差加大的区间，将此差值作为峰值H进行更新(S22)，同时求得的时间宽度COUNT作为前时间宽度COUNT1置入(S23)。也就是可求出曲线A与直线C所含区域中现在压力值P为最大值前的时间宽度。这样一求出峰值H、时间宽度COUNT和前时间宽度COUNT1，就在步骤S31，将时间宽度COUNT减前时间宽度COUNT1的差值作为后时间宽度COUNT2求出。然后以后时间宽度COUNT2除前时间宽度COUNT1作为形状测量值TW，并将面积S作为动脉脉波值V(S32d)。其他步骤与实施例1相同。此处也可用以前时间宽度COUNT1除后时间宽度COUNT2所得的值作为形状测量值TW。

(实施例6)

如图14所示，本实施例中不求实施例5中的后时间宽度COUNT2，而将以时间宽度COUNT除前时间宽度COUNT1所得的值用作形状测量值TW(S32e)。因此，不需要实施例5中步骤S31的减法运算处理。其他步骤与实施例5相同。形状测量值TW也可用以前时间宽度COUNT1除时间宽度COUNT所得的值。还可用后时间宽度COUNT2代替前时间宽度COUNT1。

(实施例7)

本实施例将图7所示曲线A与直线C所含区域的面积S作为动脉脉波值V，又将面积S中现在压力值P超过最大值部分的面积S₂(后面积)用作形状测量值TW。

求形状测量值TW和动脉脉波值V的步骤如图15所示。基本上与图10所示实施例2步骤相同。步骤S11C的初始化中，除实施例2的初始化外，还增加将后面积S₂初始化为0。步骤S12-S15与实施例2同样处理，在现在压力值P小于最小值P_Base的区域，将P_Base更新为P，并将峰值H、面积S和后面积S₂分别置零(S16b)。

反之，在现在压力值P大于最小值P_Base时，与实施例2一样，在步骤S21、S22求峰值H，在步骤S24、S25求时间宽度COUNT和面积S。此外，还在现在压力值P与最小值P_Base之差增大的区域，将后面积S₂保持为0(S23a)。若现在压力值P超过最大值，从而P与P_Base之差减小，则对此差值求和，并求出后面积S₂(S26)。这样，一求出后面积S₁，就将S₂作为形状测量值TW(S32f)。其他步骤与实施例1相同，而且可代替后面积S₂，将现在压力值P变成最大值之前的区域的面积设为前面积S₁，并将S₁用作形状测量值TW。

(实施例8)

本实施例设曲线A与直线C所含区域的面积中，压力值P变成最大值之前的区域面积为前面积S₁，压力值P超过最大值之后的区域面积为后面积S₂，并将前面积与后面积之比(S₁/S₂)作为形状测量值TW。而且，动脉脉波值V用曲线A与直线C所含部分的面积S(＝S₁+S₂)。

求形状测量值TW和动脉脉波值V的步骤为图16所示。步骤S11c-S16b、S21-S26等的处理与实施例7相同，而且可求出面积S和后面积S₂。于是，面积S减后面积S₂后可求出前面积S₁(S31a)。然后，将以后面积S₂除前面积S₁所得的值作为形状测量值TW，将面积S作为动脉脉波值V(S32g)。其他步骤与实施例8相同。此外，形状测量值TW也可用以前面积S₁除后面积S₂所得的值。

(实施例9)

本实施例与实施例8的不同点在于将以面积S除后面积S₂所得的值作为形状测量值TW。也就是说，如图17所示，不需要实施例8中步骤S31a的减法运算处理。其他步骤与实施例8相同。此外，可用以后面积S₂除面积S所得的值作形状测量值TW，也可用前面积S₁与面积S之比作形状测量值TW。

(实施例10)

上述各实施例均用压力值P时间序列的最小值P_Base决定动脉脉波波形的下端，但如图18所示，也可利用图5所示曲线A减曲线B，将动脉脉波起点和终点的压力值定为0，再对这种波形用上述实施例1至实施例9的处理步骤求形状测量值TW和动脉脉波值V。这样，曲线A减曲线B的处理借助模-数变换后用数字滤波器，或模-数变换后用低通滤波器，可方便地实现。除动脉脉波如何分离这一点外，处理步骤与其他实施例相同。

(实施例11)

上述各实施例中，血压决定装置7做成将形状测量值时间序列TW₁、TW₂、……成为最大值的气袖压P₁、P₂、……定为最高血压值。然而，本实施例中，血压决定装置7则先求相邻形状测量值TW_I、TW₂、……的差值，并将该差值最大时的形状测量值TW₁、TW₂、……作为形状测量值TW₁、TW₂、……的特征值，然后求出该特征值所对应的气袖压P₁、P₂、……作为最高血压值。

也就是说，设模-数变换器23的输出压力值变化如图19(a)，形状测量值时间序列TW₁、TW₂、……变化如图19(b)，则相邻形状测量值TW₁、TW₂、……的差值ΔTW(＝TW_i-TW_i-1)为图19(c)。于是，对图19(d)所示气袖压时间序列P₁、P₂、……，将差值ΔTW最大的气袖压P₁、P₂、……定为最高血压值SYS。其中，形状测量值TW₁、TW₂、……可用按实施例1至实施例10中所说明步骤求出的结果。此处只对求最高血压值的情况进行说明，但求最低血压值时，若形状测量值TW₁、TW₂、……用不同的值，也可用同样的步骤求出。其他步骤与实施例1相同。

(实施例12)

本实施例在血压决定装置7中，将形状测量值TW₁、TW₂、……的特征值设为相邻形状测量值之比RT(＝TW_i/TW_i-1)最大时的形状测量值TW₁、TW₂、……。

也就是说，如图20所示，设模-数变换器23的输出变化如图20(a)，形状测量值TW₁、TW₂、……变化如图20(b)，则比值RT如图20(c)。于是，对图20(d)所示气袖压时间序列P₁、P₂、……，将RT最大时的形状测量值TW₁、TW₂、……所对应的P值定为最高血压值SYS。本实施例根据形状测量值TW₁、TW₂、……的取法，也可用于决定最低血压值。其他步骤与实施例1相同。

(实施例13)

本实施例给出在血压决定装置7进行修正运算，以便能对最高和最低血压求出更准确血压值的例子。以下仅就最高血压值进行说明，最低血压值也可用同样的技术思想。

本实施例的血压决定装置7中，为了进行血压值修正运算，先求2个最高血压候补值，再将此二值分别乘所定加权系数后求和的结果定为最高血压值。即血压判定装置27具有第一血压判定装置和第二血压判定装置，运算2个血压值。

第一血压判定装置中，根据实施例1至实施例10求得的形状测量值TW₁、TW₂、……，决定最高血压值SYS₁。此处与实施例1一样，将形状测量值TW₁、TW₂、……最大时的气袖压P₁、P₂、……作为最高血压值SYS₁。例如，如图21所示，设形状测量值TW₈为等于最大值TW_max的特征值，并将此特征值TW₈对应的气袖压P₈取为最高血压值SYS₁。

第二血压判定装置中，则用实施例1至实施例10中求得的动脉脉波值V决定最高血压值。也就是采用动脉脉波峰值H、面积S之类与动脉脉波大小相当的值作为动脉脉波值V。为了利用动脉脉波值V，如图22所示，动脉脉波值时间序列V₁、V₂、……与形状测量值TW₁、TW₂、……、气袖压P₁、P₂、……和时间t₁、t₂、……一起，作为4组参数存放到存贮装置25中的数据区25a，如图23(a)所示，此处设定最大动脉脉波值V_max(图中为V₁₃)乘以所定常数α而得的阈值Vα(＝α×V_max)。然后求出作为时间序列排列的动脉脉波值V₁、V₂、……开始大于上述阈值V_α的值(图中为V₅)，并将与此脉波值V₅配对的气袖压P₅定为最高血压值SYS₂。

按上文进行操作，可用2种方法决定最高血压值SYS₁和SYS₂。这样求得的最高血压值分别乘加权系数ε_TW和ε_v后再求和，并将所得结果定为最高血压值SYS。即进行下列运算：

SYS＝ε_TW×SYS₁+ε_v×SYS₂

式中，加权系数ε_TW和ε_v用称为变化比PERT的值决定。相对于图21所示形状测量值TW₁、TW₂、……的最大值TW_max(＝TW₈)所对应气袖压P₈，气袖压P₄仅升高一预定值ΔP。求出此气袖压P₄所对应的形状测量值TW₄，并将变化比PERT定义为以最大值TW_max除上述TW₄所得的值，即

PERT＝TW₄/TW_max

对这样求得的变化比PERT，加权系数ε_TW和ε_v定义如下：

若PERT＜q，则ε_TW＝0

若q≤PERT≤r，则ε_TW＝(r-PERT)/(r-q)

若PERT＞r，则ε_TW＝I

若PERT＜q，则ε_v＝1

若q≤PERT≤r，则ε_v＝(PERT-q)/(r-q)

若PERT＞r，则ε_v＝0

因此，加权系数ε_TW和ε_v有图24所示的关系。图中，两个加权系数的范围是0≤ε_TW、ε_v≤1，而且0＜q、r＜1。

由于导入上述加权系数求最高血压值SYS，所以变化比PERT接近1时(PERT＞r)，也即形状测量值变化小时，得ε_TW＝I，ε_v＝0，因而SYS＝SYS₁，相当于根据形状测量值TW求得的最高血压值SYS₁本身就可用作最高血压值SYS。

反之，变化比PERT接近0时，(PERT＜q)，也即形状测量值TW变化大时，判断形状测量最大值TW_max不能取得稳定值，并取ε_TW＝0，ε_v＝1，结果得SYS＝SYS₂，因而将按动脉脉波值V求得的最高血压值SYS₂本身用作最高血压值SYS。

如上所述，由于按变化比PERT选用两种最高血压值SYS₁和SYS₂，所以比只用一种时最高血压值SYS准确度高。此外，最高血压值SYS₁和SYS₂均可用时，即在q≤PERT≤r的区间，则可对SYS₁和SYS₂进行加权，以反映两种值的情况，从而减小被测者个人不同造成的测量值误差。

上述变化比PERT虽然定义为形状测量最大值TW_max与相对于该最大值所对应气袖压具有规定压力差的另一气袖压所对应的形状测量值之比，但也可先对最大值TW_max所对应气袖压设一规定范围，再求属于该压力范围的气袖压对应的形状测量值的平均值TW_ave，并将变化比PERT定义如下式：

PERT＝TW_ave/TW_max

此外，通常慢慢排放气袖内的空气，使气袖压下降，每一拍的压力差大致不变，所以也可对形状测量值为最大值TW_max的动脉脉波，采用所定拍数之前的形状测量值与最大值TW_max之比作为变化比PERT。再者，变化比PERT即可采用相对于最大值TW_max的气袖压仅降低一规定差值的另一气袖压所对应的形状测量值与上述最大值TW_max之比，也可采用升高一规定差值的气袖压和降低一规定差值的气袖压的平均值与上述最大值TW_max之比。

(实施例14)

本实施例给出加权系数ε_TW和ε_v的其他求法。变化比PERT用与实施例13相同的方法可求。运算装置26中，设置由求加权系数ε_TW和ε_v用的存贮器组成的数据表，上述各加权系数对应的数据表内容如图25(a)、(b)所示。图25(a)的数据表设定成可根据按形状测量值TW求得的最高血压值SYS₁(DPS(0)-DPS(4))和变化比PERT(DTW(0)-DTW(4))，求出ε_TW的相关规定值DT(0，j，k)(但0≤j≤4，0≤k≤4)。图25(b)的数据表又设定成可根据按动脉脉波值V求得的最高血压值SYS₂(DPS(0)-DPS(4))和变化比PERT(DTW(0)-DTW(4))，求出ε_v的相关规定值DT(1，j，k)(但0≤j≤4，0≤k≤4)。也就是说，两套数据表设定了根据最高血压值SYS₁、SYS₂和变化比PERT求加权系数ε_TW和ε_v用的隶属函数DT(0，j，k)和DT(1，j，k)。

下面说明用隶属函数DT(0，j，k)和DT(1，j，k)求ε_TW和ε_v的方法。首先，对用实施例13所说明方法求得的变化比PERT，参照数据表求DTW(I_T)＜PERT≤DTW(I_T+1)范围的I_T。其次，对由形状测量值求得的最高血压值SYS₁，参照数据表求DPS(I_s)＜SYS₁≤DPS(I_s+1)范围的I_s。一求出I_T和I_s，就可用下列运算求出加权系数ε_TW和ε_v。

ε_TW＝{DT(0，I_T，I_s)×(DWT(I_T+1)-PERT)×(DPS(I_s+1)-

SYS₁)+DT(0，I_T+1，I_s)×(PERT-DTW(I_T)×

(DPS(I_s+1)-SYS₁)+D_T(0，I_T，I_s+1)×(DTW(I_T+1)-

PERT)×(SYS₁-DPS(I_s))+DT(0，I_T+1，I_s+1)×(PERT-

DTW(I_T))×(SYS₁-DPS(I_s))}/｛(DTW(I_T+1)-DTW(I_T))

×(DPS(I_s+1)-DPS(I_s))}

ε_v＝{DT(1，I_T，I_s)×(DTW(I_T+1)-PERT)×(DPS(I_s+1)-

SYS₁)+DT(1，I_T+1，I_s)×(PERT-DTW(I_T)×)DPS(I_s+1)-

SYS₁)+DT(1，I_T，I_s+1)×(DTW(I_T+1)-PERT)×(SYS₁-

DPS(I_s)+DT(1，I_T+1，I_s+1)×(PERT-DTW(I_T))×

(SYS₁-DPS(I_s))}/{(DTW(I_T+1)-DTW(I_T))×

(DPS(I_s+1)-DPS(I_s))}

若将根据动脉脉波值V求得的最高血压值SYS₂设为SYS₂＝PDS(2)，则ε_v象图26那样随PERT变化。此加权系数ε_v也随根据形状测量值求得的最高血压值SYS₁变化。

借助用上述方法求得的加权系数ε_TW和ε_v，可修正用形状测量值求得的最高血压值SYS₁，准确求出最高血压值SYS。此外，上述实施例中根据按形状测量值求得的最高血压值和变化比设定隶属函数，但也可根据动脉脉波值和变化比设定该函数。

Claims

1.一种电子血压计，包括：绕戴于被测者关键处阻血的气袖；使气袖内压力上升的加压装置；使气袖内压力慢慢下降的排气装置；将气袖内的压力变换成电信号的压力传感器；气袖内压力慢慢下降期间，从压力传感器输出信号中将叠加在气袖压上的动脉脉波分量分离，并分别提取气袖压和动脉脉波分量的压力信息分离装置；根据压力信息分离装置分离的气袖压和动脉脉波分量决定最高血压值和最低血压值的血压决定装置和显示所定血压值的显示装置，其特征在于：

压力信息分离装置具有对反映每一拍动脉脉波形状的形状测量值进行运算的波形提取装置，血压决定装置具有检测形状测量值时间序列特征值的特征值检测装置和利用形状测量值的特征值所对应的气袖压判定最高血压值和最低血压值的血压判定装置。

2.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波的峰值与时间宽度之比作为形状测量值。

3.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波的峰值与时间宽度的平方之比作为形状测量值。

4.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波的时间宽度作为形状测量值。

5.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波时间宽度中，该动脉脉波峰值出现最大值之前或之后的时间宽度作为形状测量值。

6.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波时间宽度中，该动脉脉波峰值出现最大值之前和之后的两个时间宽度之比作为形状测量值。

7.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波时间宽度中，该动脉脉波峰值出现最大值之前或之后的时间宽度与该动脉脉波时间宽度之比作为形状测量值。

8.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波面积中，该动脉脉波峰值出现最大值之前或之后的面积作为形状测量值。

9.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波面积中，该动脉脉波峰值出现最大值之前和之后两种面积之比作为形状测量值。

10.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于波形提取装置将每一拍动脉脉波面积中，该动脉脉波峰值出现最大值之前或之后的面积与该动脉脉波面积之比作为形状测量值。

11.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于特征值检测装置将形状测量值的最大值作为特征值。

12.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于特征值检测装置将每一拍动脉脉波的形状测量值与前一拍的动脉脉波形状测量值之差中差值最大的形状测量值作为特征值。

13.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于特征值检测装置将每一拍动脉脉波的形状测量值与前一拍动脉脉波形状测量值之比中比值最大的形状测量值作为特征值。

14.如权利要求1所述的电子血压计，其特征在于压力信息分离装置具有将动脉脉波峰值或面积作为动脉脉波值求出的动脉脉波值提取装置；血压决定装置具有根据形状测量值判定最高血压值和最低血压值的第一血压判定装置，还具有根据动脉脉波值判定最高血压值和最低血压值的第二血压判定装置，并设有根据第一血压判定装置求得的第一血压值和第二血压判定装置求得的第二血压值，来决定最高血压值和最低血压值的血压值修正装置。

15.如权利要求14所述的电子血压计，其特征在于血压值修正装置将与形状测量值的特征值有既定关系的形状测量值与特征值之比作为变化比，并根据变化比将第一血压值和第二血压值中的任一个，或者第一血压值与第二血压值的合成值用作血压值。

16.如权利要求15所述的电子血压计，其特征在于上述变化比为相对于形状测量值的特征值所对应气袖压升高一定值的气袖压所对应的形状测量值与特征值之比。

17.如权利要求15所述的电子血压计，其特征在于上述变化比为相对于形状测量值的特征值所对应气袖压降低一定值的气袖压所对应的形状测量值与特征值之比。

18.如权利要求15所述的电子血压计，其特征在于上述变化比为相对于形状测量值的特征值所对应气袖压升高一定值和降低一定值的两个气袖压的平均值所对应的形状测量值与特征值之比。

19.如权利要求15所述的电子血压计，其特征在于，所述血压值修正装置对第一血压值和第二血压值，设定与上述变化比相对应的加权系数，并将第一血压值和第二血压值分别乘加权系数后相加所得的值作为合成值。

20.如权利要求19所述的电子血压计，其特征在于，所述血压值修正装置对上述加权系数，设定将上述变化比作为参数的隶属函数，并通过确定加权平均值的公式，计算第1血压值和第2血压值的加权系数。

21.如权利要求19所述的电子血压计，其特征在于，所述血压值修正装置对上述加权系数设定将上述变化比和第一血压值或第二血压值作为参数的隶属函数，并通过确定加权平均值的公式，计算第1血压值和第2血压值的加权系数。

22.如权利要求19所述的电子血压计，其特征在于，所述血压值修正装置对上述加权系数，设定将上述变化比和气袖压作为参数的隶属函数，并通过确定加权平均值的公式，计算第1血压值和第2血压值的加权系数。